1. Anales de Radiología México 2009;3:237-242. ARTÍCULO DE REVISIÓN
Dr. José Antonio Serna Macías,1
Dra. Ma. Consuelo Izquierdo Fierros2 Física e instrumentación de la
Tomografía por Emisión de
Positrones/Tomografía
Computarizada
RESUMEN zada (TC), presentan limitacio- dores con mejores característi-
nes como es la diferenciación cas físicas.
Antecedentes: La Tomogra- entre tejido tumoral o fibrótico
fía por Emisión de Positrones como consecuencia de trata- Palabras clave: Tomografía
(PET) proporciona imágenes y miento quirúrgico. por Emisión de Positrones, To-
permite estudiar de forma cua- Conclusión: El PET/CT es mografía Computarizada, imá-
litativa e incluso medir y cuan- una tecnología en continua evo- genes.
tificar diversos procesos bio- lución. En el futuro se esperan
químicos en función del radio nuevos diseños, mecanismos
fármaco utilizado. Las imáge- más rápidos, con mayor poder
nes de Tomografía Compurati- de detección, cristales centellea- continúa en la pág. 238
1
Del Departamento de Medicina Nuclear y PET y 2 del Curso PET/CT UNAM del Hospital miento quirúrgico y/o radioterapéuticos recibidos pre-
Ángeles del Pedregal. Camino a Santa Teresa No. 1055, Col. Héroes de Padierna, 16700,
México, D.F. viamente o en la caracterización de adenopatías tumo-
Copias (copies): Dr. José Antonio Serna Macias E-mail jserna@saludangeles.com rales que no hayan sufrido cambios de tamaño o en la
valoración de metástasis hepáticas isodensas. Así que
Antecedentes del PET/CT al combinar ambas técnicas en un sistema integrado
La tecnología PET/CT (Tomografía por Emisión de nos permite corregistrar ambos tipos de imágenes ana-
Positrones-Tomografía Computarizada) consta de un tómicas y metabólicas permitiendo suplir las carencias
tomógrafo híbrido que combina dos técnicas diferen- de una con los beneficios de la otra (Figura 2).
tes de imagen PET y TC, en un único dispositivo (Fi-
gura 1).
La PET proporciona imágenes funcionales y permite
estudiar de forma cualitativa e incluso medir y cuantifi-
car diversos procesos bioquímicos (metabolismo celu-
lar, flujo sanguíneo, síntesis proteica, receptores, etc.)
en función del radio fármaco utilizado, pero aunque el
PET tiene una gran resolución de contraste, su resolu-
ción espacial es baja (en el rango de 4-6 mm y con la
limitación física de 2 mm).1
Por el contrario la TC constituye una técnica de ima-
gen estructural con una alta resolución espacial que
permite un reconocimiento anatómico casi exacto y que
cuando se administra contraste intravenoso ofrece in-
formación sobre el flujo vascular y sobre la permeabili-
dad tisular. Sin embargo, las imágenes de TC presen-
tan serias limitaciones como es la diferenciación entre
tejido tumoral o fibrótico como consecuencia de trata- Figura 1.
Julio-Septiembre 2009 237

2. viene de la pág. 237 fying several biochemical pro- New designs, faster mechanis-
cesses in terms of radiation ms, with higher detection power,
drug used. Computed Tomo- scintillation crystals with better
ABSTRACT graphy images (CT), has physical characteristics are ex-
some limitations as the diffe- pected.
Background: Positrons rentiation between tumoral or
Emission Tomography (PET) fibrotic tissue as a consequen-
provides images and allows ce of surgical treatment. Key words: Positrons Emis-
qualitatively studying and Conclusion: PET/CT is a te- sion Tomography (PET), Com-
even measuring and quanti- chnology continuously evolving- puted Tomography, imaging.
Los elementos que no son estables son los radionú-
clidos, los isótopos con diferentes formas de un mismo
elemento, es decir son aquellos que poseen igual nú-
mero atómico, pero diferente número másico. Existe una
tabla de elementos inestables, los cuales son aproxi-
madamente 2000, en dicha tabla se encuentran bási-
camente seis tipos de elementos dentro de los que te-
nemos:
a) Emisores preponderantemente beta positivos de
existencia no demostrada.
b) Emisores de positrones, los cuales son los que se
utilizan en el equipo PET.
c) Isótopos estables.
Figura 2. d) Emisores preponderantemente beta negativos.
e) Emisores beta positivos y beta negativos.
f) Emisores preponderantemente alfa, los cuales no
Para poder entender el principio de esta tecnología tienen uso en la práctica médica.1,2
explicaremos concretamente sobre aspectos físicos de
las radiaciones ionizantes, el decaimiento radiactivo, la En la naturaleza existen básicamente tres tipos de
forma de detección de los equipos PET/CT y la impor- radiaciones:
tancia de la corrección de atenuación con fuente exter-
na y con el componente CT del equipo híbrido. • Partículas Alfa. Las cuales son núcleos de he-
lio (2P y 2N), estas partículas son altamente da-
Física e instrumentación ñinas y muy poco penetrables, incluso pueden
Se ha descrito ampliamente sobre los átomos y la ser detenidas con una hoja de papel; aunque en
estructura de las moléculas, los cuales representan las forma líquida o gaseosa producen alta daño a
propiedad físicas y químicas de los elementos. los tejidos y como se refirió anteriormente no son
Con lo que respecta a la estructura del átomo, en útiles con fines médicos.
su núcleo se encuentran los protones (P) y neutrones • Partículas Beta. Son aquellas que tienen elec-
(N) por lo que un núclido es una combinación especí- trones con carga negativa (electrones) y carga
fica de P y N dentro del núcleo; a esta combinación se positiva (positrones) son medianamente pene-
le describe como número atómico o Z (que indicara el trantes y estas últimas partículas son principio
nombre del elemento). Por otro lado, se encuentran físico de la aniquilación de pares en el cual se
los electrones orbitales (e). Cuando estos átomos se sustenta las bases de los equipos PET.
encuentran en equilibrio, es decir P + N = e, el átomo • Partículas Gamma. Son radiación electromagné-
se encuentra estable. En la tabla periódica de los ele- tica, altamente penetrable y muy poco dañina, mo-
mentos existen 110 estables de los cuales 83 son na- tivo por el cual es usada con fines de diagnóstico
turales. médico en Medicina Nuclear Convencional.1,2
238 Julio-Septiembre 2009

3. res, por lo tanto, este evento es asignado incorrecta-
mente a una línea de unión entre ambos detectores. El
nivel de dispersión que primero se debe al efecto
Fotón γ Compton (dispersión de la energía residual), se carac-
teriza principalmente por la fracción de dispersión, el
ruido de dispersión y el número total de eventos.
Otro evento que está en relación con la radiación de
Electrón fondo son las coincidencias al azar (Random) que son
Positrón
Isótopo fotones pares p1 y p2 de una aniquilación de pares de
inestable diferentes eventos no correlacionados, que llegan a los
detectores dentro del mismo tiempo de ventana electró-
nica (2p), la cual define a la coincidencia per se. El índice
de coincidencias al azar se incrementa linealmente y
cuadráticamente con la amplitud de la ventana, excepto
en rangos muy pequeños, con el índice de fotones úni-
cos interactuando en los detectores (Figura 4).
Fotón γ
Estos procesos de radiación de fondo introducen un
perjuicio en la reconstrucción de las imágenes, que pue-
de ser reducido y eliminado por la medición o la modela-
ción de cada uno de los procesos, aunque generalmente
Figura 3. a expensas o incremento del ruido de la imagen.
Los fotones dispersos pueden en un principio ser
identificados desde la pérdida de energía en los proce-
PET/CT sos de dispersión y rechazados usando un simple um-
bral de energía simple; sin embargo, la resolución de la
Principio físico energía de los equipos PET actuales es incapaz de dis-
El elemento más utilizado en las imágenes PET es tinguir en forma certera los fotones de 511 kev. disper-
el flúor 18 (emisor de positrones) que es un elemento sos de los no dispersos, por arriba de cierto umbral de
inestable y que emite positrones al tratar de alcanzar su energía que puede ser tan bajo como 350 kev de algu-
estabilidad, estos positrones emitidos interactúan con los nos centelleos, por lo tanto en adición a un umbral de
electrones del tejido, produciendo una aniquilación posi- baja energía sofisticado, modelos de corrección de dis-
trón - electrón, emitiendo dos fotones, cada uno de 511 persión han sido diseñados para quitar la dispersión
kev, que salen en un ángulo aproximado de 180 grados. residual perjudicial.4,5
Dentro de los tejidos lo que sucede después de
aplicar el radionúclido por vía intravenosa es la emi-
sión de un positrón que viaja a corta distancia, tenien-
do una interacción similar como la del electrón lo que
genera que la partícula interactúe, excitando y ionizan-
do átomos cercanos, cuando el positrón ha perdido casi
toda su energía, éste interactúa con el electrón más
cercano, resultando en la creación de dos fotones. Esta
aniquilación nos da una conservación de energía ma-
teria y momento, lo que se refiere a la producción de
dos partículas que se aniquilan y se separan en direc-
ción opuesta1,3,4 (Figura 3).
En las imágenes PET como en cualquier otra técni-
ca de imagen no todos los eventos adquiridos contribu-
yen para la señal, las contribuciones del ruido de fondo
incluyen una serie de fotones que se dispersan antes
de su detección y fotones de dos aniquilaciones no re-
lacionadas, las cuales son erróneamente asignadas a
una señal lineal de emisión del positrón.
En la adquisición de las imágenes existe el evento
de dispersión en el cual uno o ambos fotones van inte-
ractuar en el tejido antes de que alcancen los detecto- Figura 4.
Julio-Septiembre 2009 239

4. La dispersión de fondo no puede ser medida directa-
mente y, por lo tanto, debe ser estimada de los datos ob-
tenidos. En una imagen típica de PET, aun después de
colocar un umbral de baja energía, la fracción de los even-
tos totales de la imagen que son por coincidencia disper-
sa es de 8 a 10% en una imagen bidimensional (2D) y por
arriba de 45% en una imagen tridimensional (3D).3
El índice de coincidencias al azar son proporciona-
les al cuadrado de la radiación que incidentalmente
actúa sobre los detectores. Esta radiación no sólo al-
canza el campo de visión del equipo (FOV) también la
radiación fuera del FOV del equipo.
El evento al azar puede ser estimado de los índices so-
los y del tiempo de la ventana de coincidencia o de la medi-
ción directa de los eventos adquiridos tardíamente y que se
encuentran fuera de la ventana del tiempo6,7 (Figura 5). Figura 6.
La ventaja de la medición directa de los eventos
Random es que estos se pueden contar en cualquier
variación espacial en la distribución, mientras que la Diversos efectos físicos pueden alterar la interpreta-
desventaja es que, como una medición, ésta incremen- ción de los estudios PET, entre ellos el de mayor in-
ta el ruido de la imagen cuando los eventos Ramdon fluencia es el ocasionado por la atenuación de los foto-
son sustraídos de los eventos guías.5,8 nes, tanto en la valoración cualitativa como cuantitativa
de dichas imágenes. Las imágenes sin corrección de la
Detectores/cristales atenuación presentan el característico anillo de aumento
El detector PET ideal se debería caracterizar por un aparente de intensidad a lo largo de la periferia del cuer-
alto poder para detener los fotones incidentes de 511 po y una menor captación en los órganos internos. La
KeV (el de Germanato de Bismuto(BGO) es de 1,280 limitada resolución espacial del estudio PET general-
kcps/mCi/mL; el de Oxiortosilicato de Lutecio (LSO) de mente conduce a una sobreestimación del tamaño de
780 y el de Oxiortosilicato de Gadolinio (GSO) de 700) la lesión, con un incremento en la captación respecto a
por su capacidad para producir un corto y muy intenso los tejidos adyacentes. Además la forma de las lesio-
haz de luz (foto fluorescencia) por medir de forma exacta nes puede estar distorsionada en la imágenes no co-
la energía y tener un tiempo muerto corto. rregidas por atenuación. Por todo ello es importante
Los tipos de cristales más frecuentemente utilizados realizar la corrección de la atenuación que es impres-
en los detectores PET son el GSO, BGO y el LSO, este cindible para el análisis semicuantitativo de la capta-
último aporta mayor contaje que los anteriores y permite ción del radiotrazador, por ejemplo, para el cálculo del
adquisiciones más rápidas, de 2-3 min por cada posición SUV (valor estandarizado de captación).7,8
de la camilla sin comprometer la capacidad de detección Esta corrección de atenuación de los datos de emi-
de las lesiones en comparación con los 4-6 min que re- sión se realiza mediante un mapa de atenuación creado
quiere la PET con cristales de BGO6-8 (Figura 6). a partir de los estudios de transmisión. En los tomógra-
fos PET dedicados, la corrección de atenuación se reali-
Reconstrucción de las imágenes PET/CT za con el Scan de transmisión adquirido con una fuente
Las imágenes PET son reconstruidas por el procedi- externa de Ge-68, con un bajo flujo de fotones monoe-
miento iterativo y se dispone de ellas pocos minutos nergéticos de 511 KeV, mientras que en los PET/CT los
después de finalizar su adquisición. datos de transmisión derivan de la TAC3,5,8 (Figura 7).
Existen algunas diferencias entre la corrección de la
atenuación realizadas con TC y con Ge-68:
γ2 • Por un lado, el proceso de corrección de la ate-
γ2
γ2 γ1 γ2 nuación a partir de la TC presenta la ventaja de
LOR γ1
LOR
realizarse en mucho menos tiempo que con el
γ2 γ2 LOR
Scan PET de transmisión (entre 2 a 15 min por
FOV), lo que reduce de manera significativa el
Coincidencias aleatorias Dispersión de fotones
tiempo global del estudio de los 45-60 minutos
que puede tardar un PET a los 10-20 minutos de
Figura 5. un PET/CT. Esto además de mayor comodidad
240 Julio-Septiembre 2009

5. • La atenuación de los fotones de aniquilación
A de 511 KeV ocurre por efecto de dispersión
Compton mientras que la atenuación de foto-
nes de los rayos X del CT que son de menos
energía se producen fundamentalmente por
efecto fotoeléctrico, la probabilidad de que se
Dispersión de fotones Transmisión
produzca el efecto fotoeléctrico aumenta de for-
ma exponencial con el número atómico efecti-
vo elevado a cuatro y es mayor que el calcio
(huesos), bario y yodo (agentes de contraste)
en comparación con el agua y tejidos blandos.
En cambio la probabilidad de dispersión
B Compton se relaciona linealmente con la den-
sidad de electrones.7-9
Figura 7. Dado que existe una gran diferencia entre los
511 KeV de los fotones gamma procedentes de
la aniquilación de los positrones y los fotones
de los tubos de rayos X del CT que oscilan en-
tre los 110-140 KeV, éstos no pueden utilizarse
directamente para corregir los datos de emisión
de PET, por lo que se han diseñado algoritmos
Filtro RAMP Sin interferencia Filtro RAMP 1.0 Filtro SHEPP-LOGARN 0.5 como la segmentación o el escalamiento para
corregir esta diferencia en los diferentes tejidos
y asegurar una adecuada corrección. En caso
de utilización de contraste parece que la seg-
mentación es el mejor método para convertir
los datos de la TC en la creación del mapa de
atenuación.10
Filtro HANN 0.5 Filtro SKEPP-LOGAN 0.25 Filtro HANN 0.25
• La corrección de atenuación realizada con
fuente de Ge-68 también depende de otros
factores, por ejemplo, de los filtros emplea-
dos en la reconstrucción de las imágenes3,4,10
(Figura 8).
Conclusión
Figura 8. El PET/CT es una tecnología en continua evolu-
ción. En el futuro se esperan nuevos diseños, meca-
nismos más rápidos, con mayor poder de detección,
para el paciente, supone un incremento o efi- cristales centelleadores con mejores características
ciencia de la prueba de 25 o 50% según varios físicas, incluso que los LSO, que, además de una
autores.6-8 mejora tecnológica, supongan una reducción en el
• Por otro lado, las imágenes de emisión obteni- tiempo de exploración. Otro factor que se espera evo-
das por TC ofrecen una mayor resolución es- lucione es la creación y utilización de otros radiofár-
pacial, mayor contraste y menos ruido que las macos más específicos que la FDG para los diferen-
obtenidas por PET dedicado. El mapa de ate- tes tumores.10
nuación generado a partir de TC es de alta cali- Como toda tecnología nueva es necesario nuevas
dad estadística lo que contribuye a reducir los mejoras en el despliegue de las imágenes y crear nue-
artificios debidos al ruido en el proceso de co- vas herramientas de navegación que permitan una vi-
rrección de la atenuación. Esto se traduce en sualización de los estudios PET/CT más eficiente, en
una mejor localización anatómica de las lesio- menos tiempo y de forma mas intuitiva y sencilla, lo que
nes además del corregistro simultáneo con las nos permitirá una mayor utilidad diagnóstica con un gran
imágenes PET.9 impacto clínico y económico.1,3,7,10
Julio-Septiembre 2009 241

6. Referencias
1. Beyer T, Townsend DW, Brun T, Kina- 5. Visvikis D, Costa DC, Crossdale I, Lonn experimental evaluation of the transfor-
han PE, et al. A combined PET/CT scan- AH, Bomanji J, Gacinovic S. Ell Based mation of CT into PET 511- KeV atte-
ner for clinical oncology. J Nucl Med attenuation correction in the calculation nuation coefficients. Eur J Nucl Med Mol
2000; 41: 1369-79. of semi-quantitative indices of (18) F- Imaging 2002; 29: 922-7.
2. Schoder H, Erdi YE, Larson SM, Yeung FDG uptake in PET. Eur J Nucl Med Mol 8. Tarantola G, Zito F, Gerundini P. PET ins-
HW. PET/CT: a new imaging Technolo- Imaging 2003: 30: 588-96. trumentation and reconstruction algori-
gy in Nuclear medicine. Eur J Nucl Med 6. Kinahan PE, Hasegawa BH, Beyer T. X- thms in Whole body applications. J Nucl
Mol Imaging 2003; 30: 1419-27. ray-based attenuation correction for po- Med 2003; 44: 756-69.
3. Ratib O. PET/CT Image Navigation and sitron Emission tomography/computed 9. Ziessman HA, Malley JP, Thrall JH. Los
Communication. J Nucl Med 2004; 45: tomography scanners. Semin Nucl Med requisitos en Radiología. Cap 10. Edit.
45S-55S. 2003; 33: 166-79. Elsevier 2007; p. 303-45.
4. Townsend DW. Physics and instrumen- 7. Burger C, Goetres G, Schoenes S, Buck 10. Turkington TG. Pet physics and pet ins-
tation for PET. Clinical PET and PET/CT A, Lonn AH, on Shultthess GE. PET at- trumentation. Principles and practice of
Imaging Syllabus 2007; 9-22. tenuatio Coefficients from CT images: pet and PET/CT. Cap 3. 2008; p. 47-68.
242 Julio-Septiembre 2009